KR20020029148A - 의료용 초음파 진단 시스템에 사용되는 집적된 고전압펄스 발생 회로 - Google Patents

의료용 초음파 진단 시스템에 사용되는 집적된 고전압펄스 발생 회로 Download PDF

Info

Publication number
KR20020029148A
KR20020029148A KR1020000059925A KR20000059925A KR20020029148A KR 20020029148 A KR20020029148 A KR 20020029148A KR 1020000059925 A KR1020000059925 A KR 1020000059925A KR 20000059925 A KR20000059925 A KR 20000059925A KR 20020029148 A KR20020029148 A KR 20020029148A
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
signal
pulse
generating
drive signal
voltage
Prior art date
Application number
KR1020000059925A
Other languages
English (en)
Other versions
KR100416686B1 (ko
Inventor
전기
Original Assignee
이민화
주식회사 메디슨
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 이민화, 주식회사 메디슨 filed Critical 이민화
Priority to KR10-2000-0059925A priority Critical patent/KR100416686B1/ko
Priority to US09/909,521 priority patent/US20020045818A1/en
Priority to JP2001222627A priority patent/JP2002125969A/ja
Publication of KR20020029148A publication Critical patent/KR20020029148A/ko
Application granted granted Critical
Publication of KR100416686B1 publication Critical patent/KR100416686B1/ko

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B06—GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS IN GENERAL
    • B06B—METHODS OR APPARATUS FOR GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS OF INFRASONIC, SONIC, OR ULTRASONIC FREQUENCY, e.g. FOR PERFORMING MECHANICAL WORK IN GENERAL
    • B06B1/00—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency
    • B06B1/02—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy
    • B06B1/0207—Driving circuits
    • B06B1/0215—Driving circuits for generating pulses, e.g. bursts of oscillations, envelopes
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B06—GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS IN GENERAL
    • B06B—METHODS OR APPARATUS FOR GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS OF INFRASONIC, SONIC, OR ULTRASONIC FREQUENCY, e.g. FOR PERFORMING MECHANICAL WORK IN GENERAL
    • B06B2201/00—Indexing scheme associated with B06B1/0207 for details covered by B06B1/0207 but not provided for in any of its subgroups
    • B06B2201/70—Specific application
    • B06B2201/76—Medical, dental

Landscapes

  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Ultra Sonic Daignosis Equipment (AREA)

Abstract

의료용 초음파 진단 시스템에서 진단 이미지(diagnostic image)의 해상도를 높이기 위해 사용되는 코드화 여기 펄스(coded excitation pulse)를 발생할 수 있을 뿐만 아니라 통상적인 반도체 제조 공정을 사용하여 집적(integration)될 수 있는 펄스 발생 회로가 제공된다. 이 펄스 발생 회로는 구동 신호를 발생하는 적어도 2 개 이상의 수단과, 적어도 2 개 이상의 구동 신호 발생 수단에 전기적으로 접속되어 있으며, 구동 신호에 응답하여 제 1 및 제 2 전압 레벨(voltage level)의 조합으로 이루어진 펄스 시컨스(sequence)를 제공하는 수단을 포함하되, 이 펄스 시컨스가 랜덤 코드(random code) 시컨스로 이루어져 있다.

Description

의료용 초음파 진단 시스템에 사용되는 집적된 고전압 펄스 발생 회로 {INTEGRATED CIRCUIT FOR GENERATING HIGH VOLTAGE PULSE FOR USE IN A MEDICAL ULTRASOUND DIAGNOSTIC SYSTEM}
본 발명은 의료용 초음파 진단 시스템에 사용되는 고전압 펄스 발생 회로에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 의료용 초음파 진단 시스템에서 진단 이미지 (diagnostic image) 해상도를 높이기 위해 사용되는 코드화 여기 펄스(coded excitation pulse)를 발생할 수 있는 집적된 고전압 펄스 발생 회로에 관한 것이다.
의료용 초음파 진단 시스템은 인체의 해부학적 구조와 같은 객체(object) 내부 형상의 이미지를 나타내는 데 널리 사용되고 있다. 이러한 초음파 진단 시스템은 초음파 이미지 변환자(transducer) 혹은 초음파 변환자 어래이(array)를 전기적으로 여기(excitation)시켜 인체로 전해지는 초음파를 발생시킴으로써 인체 내부 조직의 진단 이미지를 형성한다. 이 초음파는 인체 조직에 의해 반사됨에 따라 전파하는 초음파에 대한 불연속성 혹은 임피던스(impedance) 변화를 나타내는 에코 (echo)를 발생한다. 이러한 에코는 이미지 변환자로 반사된 후 다시 전기 신호로 변환되고 증폭된 다음 디코딩(decoding)되어 인체 조직의 단면 이미지를 나타낸다. 통상적으로, 초음파를 발생시키기 위해 초음파 진단 시스템에서 사용하는 전압은 약 -80 V(volts) 내지 +80 V 또는 0 V 내지 200 V 정도이다. 환언하면, 의료용 초음파 진단 시스템에서 사용하는 전압은 약 200 V 이내의 범위에 있으며, 이러한 전압은 인체에 유해하지 않은 범위 내에서 적절히 조절될 수 있다.
도 1을 참조하면, 도 1에는 의료용 초음파 진단 시스템에서 사용되는 종래 기술에 따른 고전압 펄스 발생 및 초음파 수신부(100)의 개략적인 블럭도가 도시되어 있다. 도 1에 도시한 바와 같이, 고전압 펄스 발생 및 초음파 수신부(100)는 변환자(110), 케이블(cable)(120), 펄스발생기(130), 리미터(limiter)(140), 전치증폭기(pre-amplifier)(150)를 포함하고 있다. 펄스발생기(130)는 입력 신호로서 업(up)/다운(down) 신호를 수신한다. 수신한 업/다운 신호에 응답하여, 펄스발생기 (130)가 고전압 펄스 신호를 발생한다. 발생된 고전압 펄스 신호는 펄스발생기 (130)의 Pout단자(terminal)에서 출력되어 케이블(120)을 통해 변환자(110)로 입력된다. 변환자(110)는 펄스발생기(130)로부터 입력된 고전압 펄스 신호에 응답하여 사전설정된 공진 주파수를 갖는 초음파를 발생하여 이를 인체로 발사한다. 인체에서 반사된 초음파는 변환자(110)에 의해 수신된 다음 이에 대응하는 전기 신호로 변환된다. 이 전기 신호는 케이블(120) 및 리미터(140)를 거쳐 전치증폭기(150)로 입력된다. 전치증폭기(150)는 리미터(140)로부터 입력된 전기 신호를 사전설정된 신호 레벨(level)로 증폭하여 후속처리를 위한 신호 처리부(도시하지 않음)로 전송한다.
펄스발생기(130)의 출력단, 즉 Pout단자에는 예를들어, 변환자(110)의 부하 (load)를 합하여 약 400 pf(pico-Faraday)인 케이블(120)과 입력 임피던스가 약 100 Ω(ohm)인 리미터(140)가 전기적으로 접속되어 있기 때문에, 펄스발생기(130)는 고전압 펄스를 발생할 때 약 2 A(ampere) 정도의 전류를 공급할 수 있어야 한다. 또한, 초음파 진단 장치에서 요구되는 가장 짧은 펄스의 주파수가 12 MHz(즉, 주기가 80 ns(nanosecond))이기 때문에, 고전압 펄스 폭이 최소 40 ns 정도이어야하므로, 펄스발생기(130)가 출력하는 고전압 펄스의 상승 및 하강 시간이 20 ns 정도 이내에 있어야 한다. 이와 같은 사양을 만족시키기 위한 펄스발생기는 통상적으로 트랜스포머(transformer)를 사용하여 구성되고 있다.
도 2를 참조하면, 도 2에는 도 1에 도시한 종래 기술에 따른 펄스발생기 (130)의 회로도가 도시되어 있다. 도 2에 도시한 바와 같이, 펄스발생기(130)는 고전압 펄스를 발생하기 위해 전술한 바와 같이 트랜스포머(132)를 사용하고 있다. 본 명세서에서는 설명의 편의를 위해, 트랜스포머(132)를 기준으로 하여, 좌측을 신호 입력측으로 우측을 고전압 펄스 출력측으로 지칭하기로 한다. 또한, 설명을 간단히 하기 위해 트랜스포머(132)의 동작 원리는 설명하지 않을 것이다. 펄스발생기(130)의 신호 입력측으로 업/다운 신호가 각기 상이한 입력 경로를 통해 입력되는데, 여기서 업/다운 신호는 0 V 내지 5 V의 전압값을 갖는 디지털 신호이다. 도 2에 도시한 바와 같이, 업 신호는 캐패시터(capacitor) c1을 거쳐 트랜지스터 (134)로 입력되는 반면에, 다운 신호는 캐패시터 c2를 거쳐 트랜지스터(136)로 입력된다. 이들 신호를 입력으로 하여, 트랜스포머(132)가 레벨시프터(level shifter) 역할을 하여 트랜지스터(138, 140)가 고전압 펄스를 출력단 Pout을 통해 고전압 펄스를 출력하게 된다.
보다 상세하게, 도 2에 도시한 종래 기술에 따른 펄스발생기(130)는 관찰하고자 하는 인체 부위나 컬러 이미지에 따라 도 6에 도시한 바와 같은 단일(single) 펄스 또는 버스트(burst) 펄스를 발생한다. 이 펄스에서 하이 상태(high state)의펄스 폭과 로우 상태(low state)의 펄스 폭의 길이는 최대 500 ns 내지 최소 30 ns 정도이다. 펄스발생기(130)에서 업 신호가 로우 상태에서 하이 상태로 천이 (transition)하면 Pout의 전압은 일단 Vpp까지 상승한다. 그러나, 업 신호가 하이 상태로 계속 유지되어도 Pout의 전압은 Vpp를 유지하지 못하고 0 V로 되돌아 간다. 이것은 전류의 변화에 의해서만 트랜스포머(132)의 기전력이 발생하기 때문이며, 업 신호의 천이시 저항 R4의 양단에 걸린 전압은 소정의 시간후에 다시 0 V로 환원된다. 다운 신호가 로우 상태에서 하이 상태로 천이할 때에도 전술한 바와 같은 현상이 발생한다.
한편, 최근에 진단 이미지의 해상도를 높이기 위해 변환자의 조합, 반사된 초음파 펄스의 수신시 필터링(filtering) 방법 등에 관한 연구가 활발히 진행되어 오고 있으며, 이러한 초음파 진단 시스템의 구성요소 및 신호처리 방법에 관한 연구 뿐만 아니라 초음파를 발생시키기 위해 변환자에 인가되는 펄스 자체에 관한 연구도 진행되고 있다. 고해상도 진단 이미지를 제공하기 위한 한 가지 방안으로써, 이미지 신호 처리 분야, 특히 의료용 초음파 진단 시스템에서 무작위 코드 시컨스 (arbitrary code sequence)로 이루어진 코드화 여기 펄스가 매우 효과적인 것으로 당업자에게 널리 알려져 있다.
그러나, 종래 기술에 따른 펄스발생기(130)로부터 제공되는 출력 파형은 하이 상태 지속 시간이 저항 R4를 통한 방전 시간보다 길어지는 경우, 출력 펄스 전압이 Vpp를 유지하지 못하고 0 V로 천이하여 도 5a에 도시한 파형 B와 같이 왜곡되므로, 코드화 여기 펄스를 발생하기 위해서는 발생된 단일 펄스 또는 버스트 펄스를 조작하여 코드화 여기 펄스의 형태로 재구성해야 하는 문제점이 있었다. 따라서, 전술한 바와 같이 전압이 유지되지 않는다는 문제점을 해결하고, 이미지 해상도를 향상시킬 수 있는 코드화 여기 펄스를 발생하기 위한 개선된 펄스발생기의 개발에 대한 필요성이 있어왔다. 또한, 종래의 펄스발생기는 트랜스포머를 채용하기 때문에 가격 및 부피 측면에서 매우 불리한 것으로 알려져 있다.
따라서, 본 발명은 전술한 문제점을 해결하기 위해 안출한 것으로서, 의료용 초음파 진단 시스템에서 진단 이미지 해상도를 높이기 위해 사용되는 코드화 여기 펄스를 발생할 수 있는 집적된 고전압 펄스 발생 회로를 제공하는 것을 목적으로 한다.
본 발명에 따르면, 초음파 진단 시스템에서 고해상도의 진단 이미지 (diagnostic image)를 획득하는 데 사용되는 펄스(pulse)를 발생하기 위해, 구동 신호를 발생하는 적어도 2 개 이상의 수단과, 적어도 2 개 이상의 구동 신호 발생 수단에 전기적으로 접속되어 있으며 구동 신호에 응답하여 제 1 및 제 2 전압 레벨(voltage level)의 조합으로 이루어진 펄스 시컨스(sequence)를 제공하는 수단을 포함하되, 이 펄스 시컨스가 랜덤 코드(random code) 시컨스로 이루어진 펄스 발생 회로가 제공된다.
또한 본 발명에 따르면, 초음파 진단 시스템에서 초음파를 발생하기 위한 신호를 제공하기 위해, 제어 신호를 발생하는 적어도 2 개 이상의 수단과, 적어도 2개 이상의 제어 신호 발생 수단과 전기적으로 접속되어 있으며 제어 신호에 응답하여 제 1 및 제 2 레벨을 갖는 신호를 제공하는 수단을 포함하되, 제 1 레벨은 포지티브이고 제 2 레벨은 네가티브이며, 제 1 및 제 2 레벨의 조합을 통해 신호가 랜덤 코드를 포함하는 신호 발생 회로가 제공된다.
도 1은 통상적인 고전압 펄스 발생 및 초음파 수신부의 개략적인 블럭도,
도 2는 종래 기술에 따른 펄스발생기의 회로도,
도 3a는 본 발명에 따른 펄스발생기의 회로도,
도 3b 및 도 3c는 도 3a에 도시한 펄스발생기의 동작을 설명하기 위한 도면,
도 4는 본 발명에 따른 펄스발생기에 의해 발생된 단일(single) 펄스 파형을 나타내는 도면,
도 5a는 종래 기술에 따른 펄스발생기에 의해 발생된 펄스 파형과 본 발명에 따른 펄스발생기에 의해 발생된 펄스 파형을 비교설명하기 위한 도면,
도 5b는 본 발명에 따른 펄스발생기에 의해 발생된 코드화 여기 펄스(coded excitation pulse)의 파형을 나타내는 도면,
도 6은 단일 펄스 및 버스트 펄스와 코드화 여기 펄스를 설명하기 위한 도면.
도 3a를 참조하면, 도 3a에는 본 발명에 따른 펄스발생기(300)의 회로도가 도시되어 있다. 도 3a에 도시한 바와 같이, 업 신호는 NAND 게이트(gate)(304) 및 NOR 게이트(308)로 입력되며, 다운 신호는 인버터(inverter)(302)로 입력된다. 이 인버터(302)의 출력은 NAND 게이트(304) 및 NOR 게이트(308)의 입력에 전기적으로 접속되어 있다. 종래 기술에서와 같이, 업 신호는 0 V 내지 5 V 사이의 전압값을 갖는 디지털 신호이고 하이 상태가 되면 펄스발생기(300)의 출력 Pout은 하이 상태가 되며, 다운 신호는 업 신호와 마찬가지로 0 V 내지 5 V 사이의 전압값을 갖는 디지털 신호이고 하이 상태가 되면 펄스발생기(300)의 출력 Pout은 로우 상태가 된다.
NAND 게이트(304)의 출력은 인버터(306)를 통과하면서 풀업(pullup) 신호가 되며, NOR 게이트(308)의 출력은 인버터(310)를 통과하면서 풀다운(pulldown) 신호가 된다. 풀업 신호는 고전압 n형 CMOS 트랜지스터(예컨대, HVNMOS)(312)의 게이트에 입력되며, 풀다운 신호는 고전압 p형 CMOS 트랜지스터(예컨대, HVPMOS)(314)의 게이트에 입력된다. 여기서, 풀업/풀다운 신호는 업/다운 신호로부터 만들어지는 0 V 내지 5 V 사이의 전압값을 갖는 신호이며, 각각의 CMOS 트랜지스터(312,314)를 구동시키기 위해 사용되는 신호이다. 이것은 당업자라면 충분히 이해할 수 있을 것이다.
CMOS 트랜지스터(312)의 소스(source)는 그라운드(ground)에 전기적으로 접속되어 있으며, 드레인(drain)은 저항값이, 예를들면 60 Ω인 저항 R1의 한쪽 단자와 다이오드(322)의 음극 단자에 전기적으로 접속되어 있다. 저항 R1의 다른쪽 단자는 Vpp에 전기적으로 접속되어 있으며, 다이오드(322)의 양극 단자는 제너(Zener) 다이오드(320)의 양극 단자에 전기적으로 접속되어 있다. 제너 다이오드(320)의 음극 단자는 Vpp에 전기적으로 접속되어 있는데, Vpp는 약 +80 V인 포지티브 (positive) 고전압이다. 본 명세서에서, "고전압"이라는 용어는 업/다운 신호의 전압, 즉 0 V 내지 5 V 범위의 값을 갖는 전압보다 상대적으로 높은 +80 V 내지 -80 V 범위의 값을 갖는 전압을 지칭하는 것으로 이해되고 해석되어야 하지만, 이에 한정되지는 않는다.
CMOS 트랜지스터(314)의 소스는 Vdd(약 +5 V)에 전기적으로 접속되어 있으며, 드레인은 저항값이, 예를들면 120 Ω인 저항 R2의 한쪽 단자와 다이오드(326)의 양극 단자에 전기적으로 접속되어 있다. 다이오드(326)의 음극 단자는 제너 다이오드(324)의 음극 단자에 전기적으로 접속되어 있으며, 제너 다이오드(324)의 양극 단자 및 저항 R2의 다른쪽 단자는 Vnn에 전기적으로 접속되어 있는데, 여기서 Vnn은 약 -80 V인 네가티브(negative) 고전압이다.
이제, 본 발명에 따른 펄스발생기(300)의 동작을 도 3b 내지 도 6을 참조하여 설명하기로 한다.
먼저 도 3b를 참조하면, 입력되는 다운 신호가 로우 상태이고 업 신호가 하이 상태이면, 풀다운 신호 및 풀업 신호가 하이 상태로 되므로, CMOS 트랜지스터 (312)가 턴-온(turn-on)되어 저항 R1에는 전류 IR1이 흐르고 제너 다이오드(320) 및 다이오드(322)에는 전류 ID3이 흘러 Vpp와 노드(node) Ug사이에는 대략 8 V(제너 다이오드의 절연 파괴 전압(5 V)+다이오드 턴-온 전압(2*1.5 V))의 전압이 인가된다. 인가된 전압은 CMOS 트랜지스터(316)의 드레인과 소스 사이를 도전(conducting) 상태로 만들 수 있는 충분한 전압이므로 CMOS 트랜지스터(316)가 턴-온된다. 반면에, 풀다운 신호가 하이 상태이므로 CMOS 트랜지스터(314)가 턴-오프(turn-off)되어 노드 Dg상의 기생 캐패시터 Cd의 전하가 저항 R2를 통해 Vnn으로 방전된다(전류 IOD). 따라서, 노드 Dg상의 전압은 Vnn이 된다.
그러므로, CMOS 트랜지스터(318)의 게이트와 소스 사이를 도전 상태로 만들 수 있는 충분한 전압이 없으므로 CMOS 트랜지스터(318)가 턴-오프된다. 따라서, 도 4 및 도 5a의 파형 A에 도시한 바와 같이 CMOS 트랜지스터(316)를 통해 Vpp로부터 약 400 pf인 부하(load) 캐패시터(330)로 전류 IM3이 흐르게 되어 전하를 충전하므로 Pout의 출력 전압이 Vpp(즉, +80 V)까지 상승하게 된다. 여기서, 제너 다이오드(320)와 다이오드(322)가 회로에 포함되어 있는 이유는 CMOS 트랜지스터(316)의 게이트에 고전압이 인가되어 파괴되는 것을 방지하기 위함이다.
한편, 업 신호가 로우 상태이고 다운 신호가 하이 상태인 경우, 도 3c에 도시한 바와 같이 풀업 신호 및 풀다운 신호가 로우 상태로 되므로, CMOS 트랜지스터 (312)가 턴-오프되고 CMOS 트랜지스터(314)가 턴-온되어 전류 IM4가 CMOS 트랜지스터(314)의 소스에서 드레인측으로 흐르게 된다. 따라서, 저항 R2에는 전류 IR2가 흐르며, 다이오드(326) 및 제너 다이오드(324)에는 전류 ID4가 흘러 노드 Dg의 전압이 Vnn으로부터 약 6.5 V 상승하게 된다. 이로 인해, CMOS 트랜지스터(318)의 게이트와 소스 사이를 도전 상태로 만들 수 있는 충분한 전압이 인가되어 CMOS 트랜지스터(318)가 턴-온된다. 반면에, 전술한 바와 같이 CMOS 트랜지스터(312)가 턴-오프되어 있으므로 노드 Ug상의 기생 캐패시터 Cu에 전하가 저항 R1을 통해 충전(전류 IOU)되어 노드 Ug의 전압이 Vpp가 된다. 이로 인해, CMOS 트랜지스터(316)의 게이트와 소스 사이를 도전 상태로 만들 수 있는 충분한 전압이 존재하지 않으므로, 도 4 및 도 5a의 파형 A로 도시한 바와 같이 CMOS 트랜지스터(316)가 턴-오프되고 부하 캐패시터(330)에 충전된 전하가 방전되어 전류 IM2가 CMOS 트랜지스터(318)를 통해 Vnn측으로 흐르게 됨으로써 Pout의 출력 전압이 Vnn(즉, -80 V)으로 된다. 여기서, 다이오드(326) 및 제너 다이오드(324)는 CMOS 트랜지스터(318)의 게이트에 과전압이 인가되는 것을 방지하기 위해 마련된 것이다. 본 발명에서, CMOS 트랜지스터(316)를 구동시키기 위해 CMOS 트랜지스터(318)에서와는 달리 다이오드를 하나 더 사용한 것은 고전압 p형 CMOS 트랜지스터(316)의 전류 구동 능력이 고전압 n형CMOS 트랜지스터(318)에 비해 현저히 떨어지므로 이들 사이의 구동 능력을 동일하게 해주기 위한 것이다.
또한, 도 5a에 도시한 바와 같이 펄스발생기(300)에 입력되는 업/다운 신호가 모두 로우 상태이면 풀업 신호는 로우 상태로 되고 풀다운 신호는 하이 상태로 된다. 따라서, 노드 Ug의 전압은 Vpp가 되고 노드 Dg의 전압은 Vnn이 된다. 이때, 각각의 CMOS 트랜지스터(316, 318)가 턴-오프 되어 Pout의 출력 전압은 도 5a의 파형 A로 도시한 바와 같이 저항(328)에 의해 +80 V 또는 -80 V에서 직접 그라운드 전압(즉, 0 V)으로 된다. 한편, 도 5b의 파형 C로 도시한 바와 같이 풀업/풀다운 신호가 소정 시간 동안 일정한 상태(즉, 하이 또는 로우 상태)에 있어도 Pout의 출력 전압은 풀업/풀다운 신호가 다른 상태로 천이할 때까지 일정하게 유지된다. 따라서, 본 발명에 따른 펄스발생기는 도 6에 도시한 바와 같이 초음파 진단 시스템에서 진단 이미지 해상도를 높이기 위해 사용되는 코드화 여기 펄스를 발생할 수 있다. 발생된 코드화 여기 펄스는 종래 기술에서와 같이 변환자(도시하지 않음)에 인가되어 초음파를 발생하는데 사용된다.
본 발명이 바람직한 실시예를 통해 설명되고 예시되었으나, 당업자라면 첨부한 청구 범위의 사상 및 범주를 벗어나지 않고 여러 가지 변형 및 변경이 이루어질 수 있음을 알 수 있을 것이다.
전술한 바와 같이, 본 발명에 따른 펄스발생기는 부가적인 펄스 변환 기법등을 사용하지 않고, 풀업/풀다운 신호의 상태에 따라 진단 이미지의 해상도를 높이기 위해 의료용 초음파 진단 시스템에서 사용되며 무작위 코드를 포함하는 코드화 여기 펄스를 생성할 수 있을 뿐만 아니라, 고전압 펄스를 발생하기 위해 트랜스포머와 같은 디바이스를 사용하지 않고 200 V급 고전압 반도체 공정에서 마련될 수 있는 CMOS 트랜지스터, 다이오드, 저항 등의 디바이스로 설계되어 있기 때문에 통상적인 반도체 제조 공정을 사용하여 반도체 기판 상에 집적될 수 있어, 의료용 초음파 진단 시스템의 소형화 및 고성능화를 도모할 수 있는 효과가 있다.

Claims (23)

  1. 초음파 진단 시스템에서 고해상도의 진단 이미지(diagnostic image)를 얻기 위해 사용되는 펄스(pulse)를 발생하기 위한 펄스 발생 회로에 있어서,
    구동 신호를 발생하는 적어도 2 개 이상의 수단과,
    상기 적어도 2 개 이상의 구동 신호 발생 수단에 전기적으로 접속되어 있으며, 상기 구동 신호에 응답하여 제 1 및 제 2 전압 레벨(voltage level)의 조합으로 이루어진 펄스 시컨스(sequence)를 제공하는 수단
    을 포함하되,
    상기 펄스 시컨스가 랜덤 코드(random code) 시컨스로 이루어진 펄스 발생 회로.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 랜덤 코드 시컨스는 상기 구동 신호에 근거하여 이루어지는 펄스 발생 회로.
  3. 제 1 항에 있어서,
    상기 구동 신호가 논리적 하이(logic high) 및 로우(low) 상태로 이루어진 신호인 펄스 발생 회로.
  4. 제 1 항에 있어서,
    상기 적어도 2 개 이상의 구동 신호 발생 수단 및 상기 펄스 제공 수단이 반도체 기판 상에 집적되는 펄스 발생 회로.
  5. 제 1 항에 있어서,
    상기 제 1 전압 레벨은 포지티브(positive)이고 상기 제 2 전압 레벨은 네가티브(negative)인 펄스 발생 회로.
  6. 제 4 항에 있어서,
    상기 펄스 제공 수단이 상기 구동 신호에 응답하여 동작하는 적어도 2 개 이상의 스위칭(switching) 수단을 포함하는 펄스 발생 회로.
  7. 제 1 항에 있어서,
    상기 구동 신호 발생 수단은 적어도 하나 이상의 논리 소자와 상기 적어도 하나 이상의 논리 소자에 각각 결합된 다수의 인버터(inverter)를 포함하는 펄스 발생 회로.
  8. 제 7 항에 있어서,
    상기 적어도 하나 이상의 논리 소자가 NAND 게이트(gate)인 펄스 발생 회로.
  9. 제 7 항에 있어서,
    상기 적어도 하나 이상의 논리 소자가 NOR 게이트인 펄스 발생 회로.
  10. 제 6 항에 있어서,
    상기 스위칭 수단이 트랜지스터인 펄스 발생 회로.
  11. 제 6 항에 있어서,
    상기 펄스 제공 수단이 적어도 하나 이상의 제너(Zener) 다이오드 및 적어도 하나 이상의 다이오드를 더 포함하는 펄스 발생 회로.
  12. 초음파 진단 시스템에서 초음파를 발생하기 위한 신호를 제공하는 신호 발생 회로에 있어서,
    제어 신호를 발생하는 적어도 2 개 이상의 수단과,
    상기 적어도 2 개 이상의 제어 신호 발생 수단과 전기적으로 접속되어 있으며, 상기 제어 신호에 응답하여 제 1 및 제 2 레벨을 갖는 신호를 제공하는 수단
    을 포함하되,
    상기 제 1 레벨은 포지티브이고 상기 제 2 레벨은 네가티브이며, 상기 제 1 및 제 2 레벨의 조합을 통해 상기 신호가 랜덤 코드를 포함하는 신호 발생 회로.
  13. 제 12 항에 있어서,
    상기 랜덤 코드가 상기 초음파 진단 시스템에서 고해상도의 진단 이미지를 획득하는 데 사용되는 신호 발생 회로.
  14. 제 13 항에 있어서,
    상기 랜덤 코드가 상기 제어 신호에 근거하여 이루어지는 신호 발생 회로.
  15. 제 12 항에 있어서,
    상기 신호가 펄스의 형태를 갖는 신호 발생 회로.
  16. 제 12 항에 있어서,
    상기 적어도 2 개 이상의 제어 신호 발생 수단과 상기 신호 제공 수단이 반도체 기판 상에 집적되는 신호 발생 회로.
  17. 제 12 항에 있어서,
    상기 제어 신호가 논리적 하이 및 로우 상태로 이루어진 신호인 신호 발생 회로.
  18. 제 12 항에 있어서,
    상기 신호 제공 수단이 상기 제어 신호에 응답하여 동작하는 적어도 2 개 이상의 스위칭 수단을 포함하는 신호 발생 회로.
  19. 제 12 항에 있어서,
    상기 구동 신호 발생 수단이 적어도 하나 이상의 논리 소자와 상기 적어도 하나 이상의 논리 소자에 각각 결합된 다수의 인버터를 포함하는 신호 발생 회로.
  20. 제 19 항에 있어서,
    상기 적어도 하나 이상의 논리 소자가 NAND 게이트인 신호 발생 회로.
  21. 제 19 항에 있어서,
    상기 적어도 하나 이상의 논리 소자가 NOR 게이트인 신호 발생 회로.
  22. 제 18 항에 있어서,
    상기 스위칭 수단이 트랜지스터인 신호 발생 회로.
  23. 제 18 항에 있어서,
    상기 신호 제공 수단이 적어도 하나 이상의 제너 다이오드 및 적어도 하나 이상의 다이오드를 더 포함하는 신호 발생 회로.
KR10-2000-0059925A 2000-10-12 2000-10-12 의료용 초음파 진단 시스템에 사용되는 집적된 고전압펄스 발생 회로 KR100416686B1 (ko)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR10-2000-0059925A KR100416686B1 (ko) 2000-10-12 2000-10-12 의료용 초음파 진단 시스템에 사용되는 집적된 고전압펄스 발생 회로
US09/909,521 US20020045818A1 (en) 2000-10-12 2001-07-20 Intergrated circuit for generating a high-voltage pulse for use in an ultrasound diagnostic system
JP2001222627A JP2002125969A (ja) 2000-10-12 2001-07-24 超音波診断システムにおけるパルス発生回路及び電気信号発生集積回路

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR10-2000-0059925A KR100416686B1 (ko) 2000-10-12 2000-10-12 의료용 초음파 진단 시스템에 사용되는 집적된 고전압펄스 발생 회로

Publications (2)

Publication Number Publication Date
KR20020029148A true KR20020029148A (ko) 2002-04-18
KR100416686B1 KR100416686B1 (ko) 2004-01-31

Family

ID=19693077

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR10-2000-0059925A KR100416686B1 (ko) 2000-10-12 2000-10-12 의료용 초음파 진단 시스템에 사용되는 집적된 고전압펄스 발생 회로

Country Status (3)

Country Link
US (1) US20020045818A1 (ko)
JP (1) JP2002125969A (ko)
KR (1) KR100416686B1 (ko)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100841806B1 (ko) * 2003-10-24 2008-06-26 인텔 코포레이션 전계 효과 트랜지스터 및 그 제조 방법

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070014190A1 (en) * 2005-07-14 2007-01-18 Fehl Keith A Multi-level pulser for an ultrasound system
US9089360B2 (en) * 2008-08-06 2015-07-28 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Devices and techniques for cutting and coagulating tissue
GB201222882D0 (en) 2012-12-19 2013-01-30 Univ Leeds Ultrasound generation
US10082488B2 (en) 2015-12-02 2018-09-25 Butterfly Network, Inc. Time gain compensation circuit and related apparatus and methods
CA3006450A1 (en) * 2015-12-02 2017-06-08 Butterfly Network, Inc. Multi-level pulser and related apparatus and methods
US9492144B1 (en) 2015-12-02 2016-11-15 Butterfly Network, Inc. Multi-level pulser and related apparatus and methods
US10187020B2 (en) 2015-12-02 2019-01-22 Butterfly Network, Inc. Trans-impedance amplifier for ultrasound device and related apparatus and methods
US9705518B2 (en) 2015-12-02 2017-07-11 Butterfly Network, Inc. Asynchronous successive approximation analog-to-digital converter and related methods and apparatus
US10175347B2 (en) 2015-12-02 2019-01-08 Butterfly Network, Inc. Ultrasound receiver circuitry and related apparatus and methods
WO2020097419A1 (en) 2018-11-09 2020-05-14 Butterfly Network, Inc. Trans-impedance amplifier (tia) for ultrasound devices
EP3723287A1 (en) * 2019-04-11 2020-10-14 Koninklijke Philips N.V. Ultrasound transducer driver circuit
EP3723286A1 (en) 2019-04-11 2020-10-14 Koninklijke Philips N.V. Ultrasound transducer half-bridge driver circuit

Family Cites Families (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100457331B1 (ko) * 1997-06-09 2005-05-13 삼성전자주식회사 펄스발생회로

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100841806B1 (ko) * 2003-10-24 2008-06-26 인텔 코포레이션 전계 효과 트랜지스터 및 그 제조 방법

Also Published As

Publication number Publication date
JP2002125969A (ja) 2002-05-08
US20020045818A1 (en) 2002-04-18
KR100416686B1 (ko) 2004-01-31

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP3435871B1 (en) Multilevel bipolar pulser
US6432055B1 (en) Medical ultrasonic imaging system with three-state ultrasonic pulse and improved pulse generator
JP6975721B2 (ja) 両極性パルサー用の対称受信スイッチ
KR100416686B1 (ko) 의료용 초음파 진단 시스템에 사용되는 집적된 고전압펄스 발생 회로
WO2015189982A1 (ja) スイッチ回路およびこれを用いた超音波探触子ならびに超音波診断装置
US20100041997A1 (en) Ultrasonic imaging apparatus
JP2005193036A (ja) 超音波イメージング・システム用の集積化低電圧送受信切換えスイッチ
WO2002075924A2 (en) Circuit and method for controlling a dynamic, bi-directional high voltage analog switch and ultrasound examination apparatus equipped with such a circuit
KR20180063254A (ko) 최적화된 cmos 아날로그 스위치
US9772645B2 (en) Transmission channel for ultrasound applications
JPS6384531A (ja) 超音波診断装置
US9157897B2 (en) High voltage ultrasound transmitter with gate protection diodes and intrinsic output zeroing
US11921240B2 (en) Symmetric receiver switch for ultrasound devices
US8721550B2 (en) High voltage ultrasound transmitter with symmetrical high and low side drivers comprising stacked transistors and fast discharge
US11660076B2 (en) Ultrasonic probe, ultrasonic diagnostic apparatus, and ultrasonic transmission/reception switching method
JPH11290321A (ja) 超音波診断装置
JPH0248255B2 (ko)
JP2006068090A (ja) 超音波診断装置
JP4024914B2 (ja) 超音波診断装置
US10213188B2 (en) High voltage switching circuit and ultrasound probe
US10441972B2 (en) Transmission channel for ultrasound applications
Bharathi et al. Design of level shifter and output driver in HV transmitter IC for ultrasound medical imaging application
US20240120962A1 (en) Ultrasound transmit-receive switch with combined transmit-receive and return-to-zero path
CN105824023A (zh) 一种激励脉冲产生电路和超声仪器
JP2000005169A (ja) 超音波送受信回路および超音波送受信回路を備えた超音波診断装置

Legal Events

Date Code Title Description
A201 Request for examination
E902 Notification of reason for refusal
E902 Notification of reason for refusal
E701 Decision to grant or registration of patent right
GRNT Written decision to grant
FPAY Annual fee payment

Payment date: 20121217

Year of fee payment: 10

FPAY Annual fee payment

Payment date: 20131211

Year of fee payment: 11

FPAY Annual fee payment

Payment date: 20141230

Year of fee payment: 12

FPAY Annual fee payment

Payment date: 20151218

Year of fee payment: 13

FPAY Annual fee payment

Payment date: 20161226

Year of fee payment: 14

FPAY Annual fee payment

Payment date: 20180111

Year of fee payment: 15